文獻標識碼: A
DOI:10.16157/j.issn.0258-7998.2016.04.023
中文引用格式: 游菡萏,,房玉,,王海濱,等. 基于PSoC4的可視化心音采集系統(tǒng)[J].電子技術應用,,2016,,42(4):81-84.
英文引用格式: You Handan,Fang Yu,,Wang Haibin,,et al. Visualized heart sounds acquisition system based on PSoC4[J].Application of Electronic Technique,2016,,42(4):81-84.
0 引言
《中國心血管病報告2014概要》數據顯示因心血管病死亡的人數占城鄉(xiāng)居民總死亡人數的首位,,農村為44.8%,,城市為41.9%[1]。由于地區(qū)環(huán)境,、醫(yī)療條件的局限性,,心血管疾病普查對醫(yī)療診斷器械的成本、便攜,、準確等方面提出更高的需求,,因此設計一種低成本且可靠的心音采集系統(tǒng)尤為重要。
常見的心音采集系統(tǒng)[2-4]一般由多個模塊組成,,模塊與模塊連接不僅調試困難,,而且會造成不可知的干擾,大大影響數據準確性,。
為了解決傳統(tǒng)系統(tǒng)成本高,、體積大,、功耗高的缺點,,在PSoC技術基礎上設計了新型的可視化心音采集系統(tǒng)。該系統(tǒng)以“心音采集,、傳輸,、播放、存儲一體化”為研究目的,,運用傳感器,、信號采集、軟件濾波,、藍牙通信等技術,,對心音采集系統(tǒng)進行了有益的研究和探索。
1 系統(tǒng)概述
1.1 心音特征及特征參數定義
心音是心臟及大血管機械運動狀況的反映,,心音中出現的雜音是重要的診斷信息[5],。一般正常心音的頻帶范圍主要集中在20~200 Hz,高頻雜音頻率可達700 Hz[6],。一個正常心音圖特征參數定義如圖1所示,。
1.2 系統(tǒng)總體設計
系統(tǒng)總體設計如圖2所示,。心音傳感器采集心音信號,PSoC4對心音信號模擬處理,,主要對輸入的心音信號自舉放大和低通濾波處理,,去除混雜的高頻噪聲;心音信號數字處理主要實現信號模數轉換,,并采用軟件數字濾波器方式去除心音信號中的干擾信號,,提高信噪比;最后由藍牙無線傳輸至上位機實時顯示和存儲,,聽診模塊用于實時聽診,,Capsense觸摸控制用于聽診音量控制和數據發(fā)送控制。
2 系統(tǒng)硬件設計
系統(tǒng)的硬件設計分為兩部分,,一是PSoC4片上硬件,,包括自舉放大電路、低通濾波電路,、UART,、CapSense等;二是PSoC4片外硬件,,包括心音傳感器,、藍牙無線模塊、音頻功放模塊等,。
2.1 自舉放大電路
心音傳感器輸出的信號非常微弱,,當用10 kΩ限流電阻、+3.3 V電壓向心音傳感器供電,,通過示波器測得心音幅值約為-80 mV~+80 mV,。由于PSoC4要求輸入模擬信號在0~3.3 V之間,故設計了自舉放大電路,,由PSoC4內部的運算放大器和外圍元器件組成,,放大倍數最高為21倍。
2.2 低通濾波電路
本文設計的是二階有源低通濾波器,,由PSoC4內部運算放大器和外圍元器件組成,,電路中運用了同向輸入運放。濾波器截止頻率為700 Hz,,品質因數Q≈0.714,,電路基本滿足穩(wěn)定要求。
2.3 音頻功放模塊
經過濾波后的模擬信號一路進入A/D轉換器,,一路輸出作為音頻功放模塊輸入信號,。由于聽診的音源的功率比較小,無法直接驅動耳機,所以設計搭建了以耳機功放芯片LM4811為核心的音頻功放電路,,實現高質量的功率放大,。設計電路如圖3所示,該電路可以通過兩根控制線實現16級音量控制,。
2.4 藍牙無線模塊
本設計采用藍牙模塊實時無線通信,。下位機通過藍牙串口通信傳輸數據,計算機通過藍牙虛擬串口接收下位機傳輸過來的數據,,無需任何協(xié)議,,且成本低,功耗低,,操作方便,。
3 下位機軟件設計
下位機軟件設計在PSoC Creator 3.1上實現。它采用最先進的集成的ARM GCC編譯器編譯代碼,,帶有創(chuàng)新性圖形設計編輯器,,提供多種功能組件和處理器配置API,大大提高了編程效率,。下位機軟件流程如圖4,。
3.1 系統(tǒng)初始化配置
系統(tǒng)初始化配置階段主要對集成的模擬電路進行配置以及設置相關系統(tǒng)運行參數。系統(tǒng)時鐘為48 MHz,,2個運算放大器配置為輸出電流強度為10 mA,,A/D轉換采樣頻率為2 kHz,UART通信方式為115 200 b/s,、1個停止位,、無校驗位、8個數據位,,Capsense為按鍵模式,,按鍵掃描分辨率為12 bit。
3.2 數字濾波器的實現
經過前面的硬件濾波,,在第一心音和第二心音外還存在一定的噪聲信號,,綜合微控制器的運算能力和濾波器算法的復雜度,本文選用軟件設計階數較小的IIR數字濾波器的方法對信號進行濾波,,提高信噪比。
為使計算簡化,,定義2階IIR濾波器表達式:
本文涉及的心音信號頻帶范圍為20 Hz~700 Hz,,故設計了一個截止頻率為20 Hz的IIR直接Ⅱ型高通濾波器,衰減至截止頻率點為-3 dB,。
3.3 無線數據傳輸
本設計采用HC-06從機模塊,,默認自動連接模,即可以被其他藍牙主機搜索并連接。使用具有藍牙的筆記本電腦即可連接采集系統(tǒng)的藍牙從機,,通過發(fā)送命令控制心音信號采集系統(tǒng)開始工作并傳輸數據,。
4 上位機軟件設計
上位機軟件設計主要包括數據接收、波形顯示,、數據存儲三部分,。以Microsoft Visual Studio 2010中的MFC為開發(fā)平臺,選擇基于對話框的編程進行開發(fā),。用戶首先配置采樣時間和采樣串口,,打開串口后,若下位機發(fā)送,,上位機開始接收數據并繪制心音波形,,當到達采樣時間便停止。點擊保存,,心音數據將以TXT格式保存在PC上,,其最大存儲容量可以達到231個數據,根據采樣頻率2 kHz可知,,上位機持續(xù)采集時間可達298 h,。點擊關閉,初始化所有參數并向采集板發(fā)送復位指令,。
5 系統(tǒng)驗證
為了驗證系統(tǒng)是否滿足設計需求,,進行了硬件處理測試、軟件濾波測試,、系統(tǒng)可靠性測試,。
5.1 硬件處理測試
本部分測試對象為一名正常成年男性,平躺且穿有帶聽診頭的聽診服,,利用Agilent DS05014A示波器觀察三尖瓣聽診區(qū)的心音波形,,測試結果如圖5所示。圖中,,CH1為原始心音信號,,可看出峰峰值為189 mV,且信號含有大量的毛刺噪聲,;CH2為圖中經過自舉放大和低通濾波后的心音信號,,峰峰值為1.5 V,相比處理前的信號,,放大了約8倍,,毛刺噪聲基本濾除,且保留了原始信號的特征,。
5.2 軟件濾波測試
本部分測試對象和采集部位同前,,利用上位機采集心音數據10 s并保存,,將保存的數據在MATLAB中進行濾波對比。軟件濾波前后心音信號的對比圖如圖6所示,。從圖中可明顯的看出,,經過20 Hz數字高通濾波器后,第一心音與第二心音的間隔更加分明,,為后續(xù)處理提供了便利,。在處理器中加入軟件濾波程序后,筆記本電腦上實時顯示的心音信號波形界面如圖7所示,。從圖中可以看出,,經過實際處理后的心音波形和MATLAB中的預期波形一致,第一心音和第二心音間隔明晰,。
5.3 系統(tǒng)可靠性測試
在實驗室環(huán)境條件下,,采集了9名正常成年男性三尖瓣聽診區(qū)的心音數據10 s并保存,在MATLAB平臺上分析數據采用的是西華大學電氣學院生物醫(yī)學信息處理研究室開發(fā)的心音時域分析算法,。第一步,,利用改進的小波閾值收縮降噪[7]對心音信號進行降噪處理;第二步,,利用單自由度模型提取特征波形[8-9],;第三步,劃取適當的閾值線,,提取心音信號的T1,、T2、T11,、T12四個時域特征值,;第四步,繪制特征參數散點圖[10],,計算心率,,其中心率的計算公式為:HR=60/T11,測試結果如表1所示,。
由表1可以看出,,除受測者M_ML的心音為異常,其他都為正常,。M_ML的心音波形如圖7所示,。M_ML的心音波形周期(T11)相比正常心音更短,舒張期也更短,,通過查閱文獻可知,,在心率增快時,收縮期和舒張期均會縮短,,舒張期縮短的比例更大,。從分析結果可以得出M_ML的心率為97次/分,接近正常人心率上限,,且散點圖顯示,,部分特征參數T11~T12不在正常范圍內,和時域波形特征吻合,。對M_ML進行了多次心音采集和分析,,后續(xù)實驗結果均表明該受測者心音正常,本次采集心音異常為緊張所致,。
6 結論
通過硬件和軟件設計,,實現了心音采集、播放,、傳輸,、顯示及存儲一體化設計。本系統(tǒng)不僅可以實時聽診,,還可以通過筆記本電腦實時地觀察心音波形并存儲心音數據,。系統(tǒng)集成度高、體積小,、成本低,,為后續(xù)心音數據分析、智能診斷等研究提供了便利,。通過臨床測試,,驗證該系統(tǒng)能準確反映受測者的心音時域特征,可靠實用,,為心血管疾病普查的推廣提供研究基礎,,同時也將為遠程醫(yī)療、家庭護理等提供思路,,具有很強的實用價值,。
參考文獻
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